一种双向流固耦合的食道关键点力学动态重构方法

1.本发明属于组织生物力学检测技术领域，涉及一种双向流固耦合的食道关键点力学动态重构方法。


背景技术：

2.食道病症尤其是动力功能型病症发病率高且检测困难，食管内壁的生物力学特性的准确检测对于食道动力功能病症诊断有重要指导意义，但传统检测手段各有局限。例如基于内窥成像的胃食管检测手段侧重于食道的生物形态特征，主要针对于食管内壁组织粘膜病变检查，而食管拉网、蒸馏水灌注式测压等其他手段条件苛刻且局限性大。目前新兴的临床检测技术中，食道高分辨率测压(hrm)和功能性管腔成像探针(flip)以高精度的动态检测效果被逐渐接受，其中flip采用球囊阻抗面积与带内液压相结合的方式在形态学上重构球囊表面荷载，但其无法获取球囊动态微变下各组件的应力载荷与应变传递情况。


技术实现要素：

3.有鉴于此，本发明的目的在于提供一种双向流固耦合的食道关键点力学动态重构方法，通过柔性充液式球囊导管，测量球囊主动应变运动时囊内导管4个纵向剖面处的压力变化情况，实现基于组合应力场食道关键点力学特性重构。
4.为达到上述目的，本发明提供如下技术方案：
5.一种双向流固耦合的食道关键点力学动态重构方法，具体为：采用食道关键点应力检测装置在食道局部关键点处进行应力检测，通过主动牵引检测装置的导管使球囊在食道内进行应变运动，同时通过检测装置中的pvdf压电传感器输出反映检测装置受力情况的时序压电矩阵，该矩阵被输入组合应力场-pvdf压电场计算模型中计算出食道局部关键点对球囊的动态压力荷载，完成食道局部关键点的力学特性重构。
6.进一步地，食道关键点应力检测装置包括导管、球囊和柔性pvdf压电传感器。所述柔性pvdf压电传感器贴合在所述导管的前端部分；所述球囊完全封闭贴合有柔性pvdf压电传感器的导管的前端部分。
7.进一步地，检测装置中设有4个柔性pvdf压电传感器，用于分别采集不同食道关键点处的应力信号，输出4组时序压电信号，经处理后得到所述时序压电矩阵y：
[0008][0009]
式中，ya、yb、yc和yd分别表示4个pvdf压电传感器采集的信号，表示第一个pvdf压电传感器采集的第1帧至第n帧信号，同理，表示第2个pvdf压电传感器
采集的第1帧至第n帧信号，表示第3个pvdf压电传感器采集的第1帧至第n帧信号，表示第4个pvdf压电传感器采集的第1帧至第n帧信号。
[0010]
进一步地，组合应力场-pvdf压电场计算模型包括球囊腔体应变模型、囊内流场微变模型、导管前端弹性应变模型和球囊动态荷载重构的pvdf力电转换模型。
[0011]
进一步地，球囊腔体应变模型用于计算球囊膜壁应力，分为圆筒应力计算和弧形囊壁应力计算；
[0012]
所述圆筒应力计算如下式所示：
[0013][0014]
式中，σm表示轴向应力，σ
θ
表示环向应力，p表示瞬稳态下囊内液压，d表示球囊圆筒直径，s表示球囊圆筒横截面积；
[0015]
所述弧形囊壁应力计算如下式所示：
[0016][0017]
式中，σ
top
表示囊腔上端弧形壁应力，σ
bottom
表示囊腔下端弧形壁应力，r1和r2分别表示弧形囊壁范围内任意点的第一曲率半径和第二曲率半径，l表示弧形壁长度，δ表示球囊膜壁厚度，θ表示计算截角，v表示囊内液体体积，ρ表示液体密度，g表示重力加速度。
[0018]
进一步地，囊内流场微变模型用于计算球囊腔体内流体的应力，结合球囊腔体壁应力计算结果，可计算圆筒球囊壁轴向应变与环向应变。
[0019]
所述圆筒球囊壁应变与其球囊应力间的关系如下式所示：
[0020][0021]
式中，e为球囊材料的杨氏模量，v为球囊材料的泊松比；
[0022]
根据静态navier-stokes方程导出压电传感器表面的流体剪应力，所述压电传感器表面的流体剪应力计算如下式所示：
[0023][0024]
式中，p为流体压力分布，μ为流体动力粘度，为梯度算子，u为流体速度场，k为体
积模量，τ
turb
为流体剪应力，y为垂直于软管表面的方向，表示在软管表面上计算该导数值。
[0025]
进一步地，导管前端弹性应变模型用于计算检测装置在应变过程中发生的弹性应变引起的导管内应力，弹性应变分为轴向拉伸应变和弯曲应变，计算方式如下：
[0026][0027]
式中，f
n(拉伸)
表示轴向拉伸应变下的轴向恒定拉力，a表示导管横截面积，mz表示使导管发生弯曲应变时外力加载在平面上的弯矩，y
max
表示纵向最大形变值，i
z(弯曲)
表示导管对于横截面上z轴的截面惯性矩。
[0028]
进一步地，球囊动态荷载重构的pvdf力电转换模型用于计算pvdf薄膜材料表面的应力转化的输出电压值，pvdf薄膜表面应力为导管应力与囊内流体剪切力线性叠加，计算方式如下：
[0029][0030]
式中，σ
pvdf
表示pvdf薄膜表面应力，s表示单个pvdf薄膜表面积，g
31
表示电压常数形式的传感器压电系数，v
out
表示压电传感器理论输出电压。
[0031]
本发明的有益效果在于：本发明通过球囊动态微变下各组件的应力载荷与应变传递情况，反应出球囊位置下食道管腔4个节点的生物力学微变特性，特别是食道狭窄处的主动力学特性，可为食道高分辨测压、阻抗面积法下的管腔力学重构提供动态的力学参量，从而为食道动力功能病症诊断提供科学依据。
[0032]
本发明的其他优点、目标和特征在某种程度上将在随后的说明书中进行阐述，并且在某种程度上，基于对下文的考察研究对本领域技术人员而言将是显而易见的，或者可以从本发明的实践中得到教导。本发明的目标和其他优点可以通过下面的说明书来实现和获得。
附图说明
[0033]
为了使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本发明作优选的详细描述，其中：
[0034]
图1为本发明检测装置及其系统架构示意图，(a)为球囊结构示意图，(b)为系统架构示意图；
[0035]
图2为多层次流固耦合应力场示意图，(a)为球囊膜壁应力荷载和应变示意图，(b)为囊内流体应变示意图，(c)为导管应力荷载和应变示意图；
[0036]
图3为食道关键点力学特性重构框架；
[0037]
图4为pvdf传感单元应变输出模型。
具体实施方式
[0038]
以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需要说明的是，以下实施例中所提供的图示仅以示意方式说明本发明的基本构想，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。
[0039]
其中，附图仅用于示例性说明，表示的仅是示意图，而非实物图，不能理解为对本发明的限制；为了更好地说明本发明的实施例，附图某些部件会有省略、放大或缩小，并不代表实际产品的尺寸；对本领域技术人员来说，附图中某些公知结构及其说明可能省略是可以理解的。
[0040]
本发明实施例的附图中相同或相似的标号对应相同或相似的部件；在本发明的描述中，需要理解的是，若有术语“上”、“下”、“左”、“右”、“前”、“后”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此附图中描述位置关系的用语仅用于示例性说明，不能理解为对本发明的限制，对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语的具体含义。
[0041]
如图1所示为本发明检测系统组成示意图。其中图1(a)为球囊结构，如图所示，被高韧性薄膜球囊腔体封闭包裹的导管的表面均匀分布了4个pvdf压电传感器，为导管入体部分的前端，柔性pvdf压电传感器工作频率为1hz～20hz。封闭囊腔内液体体积可根据检测需求自适应调节，使球囊腔体柔性贴合食道内壁组织，4个pvdf压电传感器用于检测球囊在拉伸、扭转应变下的球囊内4个应力检测点上的应力变化情况，将检测数据引入组合应力场—pvdf压电场计算模型可获取与4个囊内应力检测点共面的4个食道局部关键点对球囊腔体的动态压力荷载，完成对食道局部关键点的力学特性重构。
[0042]
如图1(b)所示为检测装置系统架构，分别由检测导管、信号处理与控制终端、带计算模型的上位机组成，信号处理与控制终端将pvdf压电传感器采集的原始数据进行处理后传输至上位机，带有组合应力场—pvdf压电场计算模型的上位机将完成对球囊膜壁表面应力荷载的计算，从而直观反映球囊所处局部的食道关键点动态力学特性。
[0043]
为配合球囊结构完成相应检测工作，本发明在信号处理与控制终端中设置了集成数据采集、吸注液控制、压电信号传输等模块的电路系统，数据采集模块电路由前端电荷放大、电压二级放大、低通滤波、50hz工频陷波4个环节构成，在系统mcu或cpu控制下完成不同频率下的多模压电信号的动态采集，经次稳态下的电荷源电路等效简化，pvdf传感器电荷量的输出由下式计算：
[0044][0045]
式中，cf表示电路系统的前端等效匹配电容，q
pvdf
表示pvdf压电传感器的实际采集电荷，uo表示pvdf压电传感器的实际电压输出。
[0046]
将检测装置所获取的时序压电矩阵定义为y(4
×
n)，其4个行向量分别代表自左向右第1至第4个pvdf压电传感器的时序信号输出，反映出当前运动时段，囊内导管4个纵向剖
面处的压力变化情况，是导管应变产生的拉力与切力和囊腔湍流产生的剪切力共同作用的结果。时序压电矩阵y如下式所示：
[0047][0048]
本发明中的组合应力场—pvdf压电场计算模型是基于多层次流固耦合应力场而建立的4个pvdf压电传感器输出与球囊膜壁应力之间的数学物理计算模型，如图2所示。通过该模型可直接根据检测系统的检测数据重构出食道关键点力学特性的微变情况，即，将检测系统所获取的时序压电矩阵y引入多场耦合的运算模型中，输出结果为球囊表面动态荷载，如图3所示，检测系统将预处理后的时序压电矩阵y引入耦合运算框架中，获取的过程输出可反映球囊腔体4个关键点所受的动态压力，将其进一步拟合，获取的终值输出为4个食道局部关键点对球囊腔体的动态压力荷载，即食道局部关键点的力学特性重构。
[0049]
在球囊的拉伸应变运动过程中，将球囊应变时的多应力叠加场分解为pvdf压电薄膜材料应变模型、球囊腔体应变模型、囊内流场微变模型、导管前端弹性应变模型和球囊动态荷载重构的pvdf力电转换模型五个部分。下面分别对五个部分进行详细说明。
[0050]
(1)pvdf压电薄膜材料应变模型
[0051]
在应变运动过程中，其主要应变为拉伸应变、弯曲应变、流体切应变三种形式，分别是由导管弯曲引起的薄膜环状横向拱形弯曲应变下的应力，由导管拉伸引起的薄膜环状轴向拉伸应变下的应力，以及封闭球囊腔内湍流引起的薄膜表面环状包裹式湍流切应力。pvdf压电薄膜材料应变模型计算如图4所示，外部牵引所产生的应力会直接引起导管前端部分与pvdf产生弹性应变，两者相互耦合，为pvdf输出成分1，囊腔在食道内壁荷载下产生形变，在球囊内产生近似湍流的流体场，暂稳态下的流体剪应力为pvdf输出成分2，两种输出成分在传感器内相互叠加耦合，经过预处理后将作为过程输出结果进入耦合运算框架。
[0052]
在导管拉伸与弯曲时，pvdf压电传感器材料满足极化拉伸条件，通过压电材料广义应变方程di＝∑
i,jdij
*tj可推导出在外部固态应力加载下的pvdf压电效应方程为：
[0053][0054]
式中，di表示pvdf的实际压电系数，d
31
、d
32
、d
33
、d
24
、d
15
分别表示各应变条件下的理论压电系数，t1～t6分别表示材料在各应变条件下受到的应力标定值。
[0055]
(2)球囊腔体应变模型
[0056]
如图2(a)所示，导管牵引的球囊拉伸应变运动下，将食道对球囊的动态应力加载条件分解为随时间变化的不均匀横向环状压力和恒定的轴向双端拉力，为降低解析难度，
需要忽略运动应变过程中湍流对囊腔膜的反作用切应力引起的二次弹性形变。
[0057]
理想条件下的球囊膜壁应力分需要分解为圆筒应力与弧形囊壁应力分别计算，圆筒应力计算需要考虑轴向应力σm与环向应力σ
θ
，记p为瞬稳态下囊内液压，可通过压电检测数据推算，d为球囊圆筒直径，s为球囊圆筒横截面积，球囊腔体圆筒的应力计算方程组为：
[0058][0059]
球囊膜壁弧形囊壁应力需分别从囊腔上端与下端进行分析，记r1、r2分别为弧形壁范围内任意点的第一曲率半径、第二曲率半径，l为弧形壁长度，δ为球囊膜壁厚度，θ为计算截角，p为瞬稳态下囊内液压，v为液体体积，ρ为液体密度，g为重力加速度，囊腔上端弧形壁的应力σ
top
与下端弧形壁的应力σ
bottom
分别为：
[0060][0061]
(3)囊内流场微变模型
[0062]
在应变运动下，所产生的湍流的结构极其复杂，需要对其变化情况进行合理简化，即分析在囊表面中央10mm宽部位施加恒定荷载时，球囊腔内湍流流场，随后将应力加载位置分别调整至第1、第2、第3、第4压电传感器横向对应位置上，并将恒定荷载根据食管内壁结构改为时序动态荷载，最终拟合出囊腔内湍流流场微变情况，如图2(b)所示，τ
turb(2)
与τ
turb(3)
为第2、第3压电传感器的流体剪应力，f0、f0′
为食道内壁局部对球囊腔外壁施加的环状压力荷载，视为等值且均指向球囊腔中心轴线的力，直接产生囊内流体的瞬稳态等效液压p。结合球囊腔体壁应力计算结果，可计算圆筒球囊壁轴向应变与环向应变：
[0063][0064]
式中，e为球囊材料的杨氏模量，v为球囊材料的泊松比；
[0065]
根据静态navier-stokes方程导出压电传感器表面的流体剪应力，所述压电传感器表面的流体剪应力计算如下式所示：
[0066][0067]
式中，p为流体压力分布，μ为流体动力粘度，为梯度算子，u为流体速度场，k为体
积模量，τ
turb
为流体剪应力，y为垂直于软管表面的方向，表示在软管表面上计算该导数值。
[0068]
(4)导管前端弹性应变模型
[0069]
导管前端其结构上与4个pvdf压电传感器直接耦合，固态荷载下的弹性应变情况与pvdf压电传感器单元相对应，如图2(c)所示，可将导管简化为杨氏模量较大的弹性杆件，分析软管在沿轴线拉力下的软管拉伸应变和等效截面压力下的软管弯曲应变，内应力计算方程组为：
[0070][0071]
式中，σ表示两种应变下的导管内应力，f
n(拉伸)
表示拉伸应变下的轴向恒定拉力，a表示导管腔体实际横截面积，mz表示使导管发生弯曲应变时外力加载平面上的弯矩，y
max
表示纵向最大形变值，i
z(弯曲)
表示导管对于横截面上z轴的截面惯性矩。
[0072]
(5)球囊动态荷载重构的pvdf力电转换模型
[0073]
该模型用于计算pvdf薄膜材料表面的应力转化的输出电压值，pvdf薄膜表面应力为导管应力与囊内流体剪切力线性叠加，计算方式如下：
[0074][0075]
式中，σ
pvdf
表示pvdf薄膜表面应力，s表示单个pvdf薄膜表面积，g
31
表示电压常数形式的传感器压电系数，v
out
表示压电传感器理论输出电压。其中，导管轴向拉伸应力由于数值小，因此忽略不计。根据pvdf压电传感器的输出电压即可得到食道管壁的力学特性。
[0076]
最后说明的是，以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管参照较佳实施例对本发明进行了详细说明，本领域的普通技术人员应当理解，可以对本发明的技术方案进行修改或者等同替换，而不脱离本技术方案的宗旨和范围，其均应涵盖在本发明的权利要求范围当中。

技术特征：
1.一种双向流固耦合的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：该方法具体为：采用食道关键点应力检测装置在食道局部关键点处进行应力检测，通过主动牵引检测装置的导管使球囊在食道内进行应变运动，同时通过检测装置中的pvdf压电传感器输出反映检测装置受力情况的时序压电矩阵，该矩阵被输入组合应力场-pvdf压电场计算模型中计算出食道局部关键点对球囊的动态压力荷载，完成食道局部关键点的力学特性重构。2.根据权利要求1所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：所述食道关键点应力检测装置包括导管、球囊和柔性pvdf压电传感器；所述柔性pvdf压电传感器贴合在所述导管的前端部分；所述球囊完全封闭贴合有柔性pvdf压电传感器的导管的前端部分。3.根据权利要求1所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：通过4个柔性pvdf压电传感器分别检测不同食道关键点处的压力荷载，输出4组时序压电信号，经处理后得到所述时序压电矩阵y：式中，y
a
、y
b
、y
c
和y
d
分别表示4个柔性pvdf压电传感器采集的信号。4.根据权利要求1所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：组合应力场-pvdf压电场计算模型包括球囊腔体应变模型、囊内流场微变模型、导管前端弹性应变模型和球囊动态荷载重构的pvdf力电转换模型。5.根据权利要求4所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：所述球囊腔体应变模型用于计算球囊膜壁应力，分为圆筒应力计算和弧形囊壁应力计算；所述圆筒应力计算如下式所示：式中，σ
m
表示轴向应力，σ
θ
表示环向应力，p表示瞬稳态下囊内液压，d表示球囊圆筒直径，s表示球囊圆筒横截面积；所述弧形囊壁应力计算如下式所示：式中，σ
top
表示囊腔上端弧形壁应力，σ
bottom
表示囊腔下端弧形壁应力，r1和r2分别表示弧形囊壁范围内任意点的第一曲率半径和第二曲率半径，l表示弧形壁长度，δ表示球囊膜壁厚度，θ表示计算截角，v表示囊内液体体积，ρ表示液体密度，g表示重力加速度。6.根据权利要求4所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：所述囊内流场微
变模型用于计算球囊腔体内流体的应力，根据静态navier-stokes方程导出压电传感器表面的流体剪应力，所述压电传感器表面的流体剪应力计算如下式所示：式中，p为流体压力分布，μ为流体动力粘度，为梯度算子，u为流体速度场，k为体积模量，τ
turb
为流体剪应力，y为垂直于软管表面的方向，表示在软管表面上计算该导数值。7.根据权利要求4所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：所述导管前端弹性应变模型用于计算检测装置在应变过程中发生的弹性应变引起的导管内应力，所述弹性应变分为轴向拉伸应变和弯曲应变，计算方式如下：式中，f
n(拉伸)
表示轴向拉伸应变下的轴向恒定拉力，a表示导管横截面积，m
z
表示使导管发生弯曲应变时外力加载在平面上的弯矩，y
max
表示纵向最大形变值，i
z(弯曲)
表示导管对于横截面上z轴的截面惯性矩。8.根据权利要求4所述的食道关键点力学动态重构方法，其特征在于：所述球囊动态荷载重构的pvdf力电转换模型用于计算pvdf薄膜材料表面的应力转化的输出电压值，pvdf薄膜表面应力为导管应力与囊内流体剪切力线性叠加，计算方式如下：式中，σ
pvdf
表示pvdf薄膜表面应力，s表示单个pvdf薄膜表面积，g
31
表示电压常数形式的传感器压电系数，v
out
表示压电传感器理论输出电压。

技术总结
本发明涉及一种双向流固耦合的食道关键点力学动态重构方法，属于组织生物力学检测技术领域。该方法利用柔性充液式球囊、PVDF压电传感器、牵引导管、信号处理与控制终端等组成的系统来进行食道局部关键点应力检测；采集系统将在既定频率下获取反映球囊内部4个部位应力的微变压电矩阵，并带入组合应力场—PVDF压电场的计算模型中，最终实现多层次应力耦合场的食道关键点力学特性重构。本发明能够反应球囊位置下食道管腔4个节点的生物力学微变特性，特别是食道狭窄处的主动力学特性，可为食道高分辨测压、阻抗面积法下的管腔力学重构提供动态的力学参量，从而为食道动力功能病症诊断提供科学依据。断提供科学依据。断提供科学依据。


技术研发人员：冉鹏 李闽氚 焦追追 刘薇 赖映兵 王伟 田健
受保护的技术使用者：重庆邮电大学
技术研发日：2023.05.24
技术公布日：2023/8/21